PRODUÇÃO DE NÊUTRONS EM TRATAMENTOS …moodle.ird.gov.br/ensino/images/TCCs/TCCs2012/tcc_ramiro conceio meireles.pdfNeste trabalho é apresentada uma revisão bibliográfica sobre

Ramiro Conceição Meireles

PRODUÇÃO DE NÊUTRONS EM TRATAMENTOS TELETERAPÊUTICOS COM

FEIXES DE RAIOS-X COM ENERGIA MÁXIMA SUPERIOR A 10 MeV.

CONSIDERAÇÕES SOBRE RADIOPROTEÇÃO.

Trabalho de conclusão de curso apresentado para

obtenção da certificação de Especialista pelo Programa

de Pós-Graduação em Proteção Radiológica e

Segurança de Fontes Radioativas do Instituto de

Radioproteção e Dosimetria da Comissão Nacional de

Energia Nuclear.

Orientador: Prof. Dr. Luiz Antonio Ribeiro da

Rosa, D.Sc. IRD/CNEN

Rio de Janeiro – Brasil

Instituto de Radioproteção e Dosimetria – Comissão Nacional de Energia Nuclear

Coordenação de Pós-Graduação

2012

Ficha Catalográfica

615.842

M514p

Meireles, Ramiro Conceição

Produção de nêutrons em tratamentos teleterapêuticos com feixes de raios-

x com energia máxima superior a 10 MeV: considerações sobre radioproteção /

Ramiro Conceição Meireles.

– Rio de Janeiro: IRD, 2012.

x, 34f. : il.; gr.; tab.; 29cm.

Orientador: Luiz Antônio Ribeiro da Rosa

Monografia (Trabalho de Conclusão de Curso) – Instituto de

Radioproteção e Dosimetria. 2012.

Referências bibliográficas: f. 33- 34

1. Física médica. 2. Radioterapia. 3. Tratamentos teleterapêuticos. 4.

Fotonêutrons. I. Instituto de Radioproteção e Dosimetria. II. Título.

Ramiro Conceição Meireles

PRODUÇÃO DE NÊUTRONS EM TRATAMENTOS TELETERAPÊUTICOS COM

FEIXES DE RAIOS-X COM ENERGIA MÁXIMA SUPERIOR A 10 MeV.

CONSIDERAÇÕES SOBRE RADIOPROTEÇÃO.

Rio de Janeiro, de de 2012.

_____________________________________________________

Prof. Dr. Luiz Antonio Ribeiro da Rosa – IRD/CNEN

_________________________________________________________

Profa. Dra. Lídia Vasconcellos de Sá – IRD/CNEN

________________________________________________________

Prof. Dr. Eduardo de Paiva – IRD/CNEN

O presente trabalho foi desenvolvido no Instituto de Radioproteção e Dosimetria da Comissão

Nacional de Energia Nuclear, sob orientação do Prof. Dr. Luiz Antonio Ribeiro da Rosa.

AGRADECIMENTOS

Agradeço a Deus, por ter me dado oportunidade de estudar nesta conceituada

instituição de ensino e pesquisa, na qual o Senhor me deu Sabedoria, força e capacidade para

seguir em frente.

Agradeço aos meus pais, pelo incentivo para prosseguir em minha carreira como

estudante e sempre estão ao meu lado em muitas de minhas decisões.

Agradeço ao Dr. Luiz Antonio Ribeiro da Rosa, por me orientar neste trabalho e por

suas críticas construtivas que muito me motivaram e levou-me a obter mais conhecimento

sobre o assunto abordado.

Por fim agradeço a todos os professores e funcionários do IRD que fizeram parte desta

caminhada curta mas que, com certeza, fará muita diferença em meu futuro.

RESUMO

Neste trabalho é apresentada uma revisão bibliográfica sobre a produção de nêutrons

em salas de aceleradores lineares clínicos de elétrons que operam com feixes de raios-X de

10 MV ou energias ainda maiores. Esses são os denominados fotonêutrons. São analisados os

valores de equivalente de dose ambiente devidos a essas partículas na região de

posicionamento para tratamento do paciente. Também é analisada a questão da blindagem da

porta da sala do acelerador, bem como as consequências radiológicas advindas do uso de

blindagens metálicas laminadas nessas salas.

ABSTRACT

In this work a literature review is presented focusing the production of neutrons inside

the vaults containing linear accelerators operating x-rays beams of 10 MV or even of higher

energies. These are the so-called photoneutrons. Values of ambient dose equivalent due to

neutrons at the patient treatment position are analysed. It is also discussed the issue of

accelerator room door shielding and the radiological consequences arising from the use of

laminated metal plates to shield these rooms.

Sumário

INTRODUÇÃO ..................................................................................................................................... 1

FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA ........................................................................................................ 3

1. O Acelerador Linear ..................................................................................................................................... 3

2. Classificação dos nêutrons por faixa de energia ........................................................................................... 4

3. Produção de Fotonêutrons ........................................................................................................................... 5

4. Interação de nêutrons com a matéria .......................................................................................................... 6

4.1 Espalhamento elástico ............................................................................................................................... 7

4.2 Espalhamento inelástico (n,n`), (n,n gama) ................................................................................................ 7

4.3 Captura radioativa ......................................................................................................................................... 7

4.4 Fissão (n, f) .................................................................................................................................................... 7

5. Grandezas Radiométricas ............................................................................................................................. 8

5.1 Fluência (ɸ) ................................................................................................................................................... 8

5.2 Fluência de energia (Ψ) ................................................................................................................................. 8

5.3 Taxa de Fluência (φ) ...................................................................................................................................... 8

5.4 Taxa de fluência de energia (ω) .................................................................................................................... 8

6. Grandezas Dosimétricas ............................................................................................................................... 8

6.1 – Exposição (X) .............................................................................................................................................. 9

6.2 – Kerma (K) .................................................................................................................................................... 9

6.3 – Dose Absorvida (D) ..................................................................................................................................... 9

7. Grandezas de proteção radiológica .............................................................................................................. 9

7.1 Dose equivalente (HT) ...............................................................................................................................10

7.2 Dose Efetiva (E) .........................................................................................................................................10

8. Grandezas operacionais ..............................................................................................................................10

8.1 Equivalente de dose ambiente (H*(d)) ....................................................................................................... 10

8.2 Equivalente de dose direcional (H’ (d,Ω)) ................................................................................................... 11

8.3 Equivalente de dose pessoal (Hp(d)) ........................................................................................................... 11

A DOSE NO PACIENTE DEVIDA AOS FOTONÊUTRONS ....................................................... 12

1. Espectros de Fotonêutrons Emergentes dos Cabeçotes dos Aceleradores Lineares .................................... 12

2. Dose absorvida nos órgãos ........................................................................................................................... 13

3. Dose Equivalente em órgãos ......................................................................................................................... 18

4. Estimativa de Dose em órgãos para um Tratamento Radioterápico ............................................................ 23

5. Dose Efetiva .................................................................................................................................................. 27

BLINDAGEM PARA FOTONÊUTRONS ...................................................................................... 28

1. Materiais utilizados para blindagem de nêutrons ........................................................................................ 28

2. Blindagem das portas de salas de tratamento contendo aceleradores lineares de elétrons que produzem

feixes de fótons com energia máxima igual ou superior a 10 MeV .................................................................. 29

A PRODUÇÃO DE FOTONÊUTRONS EM BARREIRAS LAMINADAS ................................. 30

CONCLUSÃO ..................................................................................................................................... 32

REFERÊNCIAS .................................................................................................................................. 33

Lista de Figuras

Figura 1 - Acelerador Linear Varian 2300 C/D .......................................................................... 4

Figura 2 - Ilustração do formato de uma curva de seção de choque para a produção de

fotonêutrons (MCGINLEY, 2002). ............................................................................................ 6

Figura 3 - Ilustração das principais interações dos nêutrons com a matéria (4). ........................ 7

Figura 4 - Espectros normalizados de nêutrons transmitidos por 10 cm de tungstênio para os

aceleradores utilizados no estudo de Castro (Castro, 2005). .................................................... 12

Figura 5 - Geometrias de irradiação do simulador masculino adulto nas incidências postero-

anterior (PA) e antero-posterior (AP), adotadas para o cálculo das doses equivalentes nos

órgãos. ...................................................................................................................................... 15

Figura 6 - Dose equivalente nas gônadas devido aos fotonêutrons proveniente dos quatro

modelos de aceleradores lineares considerados no estudo, de Castro (Castro, 2005) nas

posições AP e PA. .................................................................................................................... 18

Figura 7- Dose equivalente na medula óssea devido aos fotonêutrons proveniente dos quatro

modelos de aceleradores lineares considerados no estudo de Castro (Castro, 2005), nas

posições AP e PA. .................................................................................................................... 19

Figura 8 - Dose equivalente no cólon devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA. .................................................................................................................... 19

Figura 9 - Dose equivalente no pulmão devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA ..................................................................................................................... 20

Figura 10 - Dose equivalente na bexiga devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA ..................................................................................................................... 20

Figura 11 - Dose equivalente no fígado devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro

modelos de aceleradores lineares considerados no estudo de Castro (2005), nas posições AP e

PA. ............................................................................................................................................ 21

Figura 12 - Dose equivalente no esôfago devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA. .................................................................................................................... 19

Figura 13 - Dose equivalente na tireóide devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA. .................................................................................................................... 22

Figura 14 - Dose equivalente na pele devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA. .................................................................................................................... 22

Figura 15 - Dose equivalente na superfície óssea devido aos fotonêutrons provenientes dos

quatro modelos de aceleradores lineares considerados no estudo de Castro (Castro, 2005), nas

posições AP e PA. .................................................................................................................... 23

Figura 16 - Dose de nêutrons em órgãos devido a um tratamento completo de 60 Gy

utilizando um acelerador de 15 MV, para as projeções AP e PA. ............................................ 24







Lista de Tabelas

Tabela 1 - Classificação dos nêutrons de acordo com sua energia cinética ............................................ 5

Tabela 2 – Dose absorvida na medula óssea por fluência de nêutrons, Dt/ϕ, em pGy.cm2 para nêutrons

monoenergéticos incidentes nas geometrias AP e PA no modelo antropomórfico adulto. ................... 13

Tabela 3 - Valores das intensidades dos nêutrons produzidos no cabeçote por Gy de fótons no

isocentro (McGuinley, 2002) ................................................................................................................ 14

Tabela 4 - Dose absorvida devida aos fotonêutrons (mGy de nêutrons por Gy de fótons no isocentro)

em diferentes órgãos na posição AP. .................................................................................................... 16

Tabela 5 - Dose absorvida devida aos fotonêutrons (mGy de nêutrons por Gy de fótons no isocentro)

em diferentes órgãos na posição PA. .................................................................................................... 17

Tabela 6 - Valores de doses equivalentes de nêutrons em órgãos (mSv) para frações diárias de doses

de 2 Gy de fótons calculados no estudo de Castro (Castro, 2005) e os existentes na literatura, para o

acelerador linear de 18 MV. .................................................................................................................. 26

Tabela 7 - Dose efetiva (mSv. n por Gy de fótons) associados aos fotonêutrons gerados por

aceleradores lineares clínicos. ............................................................................................................... 27

Tabela 8 - Dose efetiva, E, associada aos nêutrons provenientes do acelerador de 18 MV, para um

tratamento de 2 Gy, estimada pelo trabalho de Castro (2005) e Vanhavere e colaboradores (Vanhavere

et al, 2004). ............................................................................................................................................ 28

1

INTRODUÇÃO

A Radioterapia é o emprego da radiação ionizante no tratamento de doenças,

normalmente o câncer, uma vez que incidindo fótons de altas energias ou partículas sobre o

tecido tumoral, resulta em morte celular.

A radioterapia se iniciou logo após a descoberta dos raios-X pelo físico Willhem

Konrad Roentgen, em 1895, e da radioatividade natural por Henri Becquerel, em 1896. Logo

se percebeu que a interação da radiação com o tecido humano produzia efeitos biológicos.

Outro grande fato associado ao desenvolvimento da radioterapia foi a separação do elemento

Rádio de seus “pais” por Marie e Pierre Curie em 1899. Este elemento químico veio logo a

ser utilizado como fonte para tratamento em radioterapia (Bentel, 1996).

Desde o princípio, a radioterapia era executada de duas formas, dependendo da

localização da fonte de radiação em relação ao paciente. Estando esta afastada do paciente, a

técnica de tratamento é denominada teletarapia (TLT). Quando a fonte se encontra no interior

do tumor ou em suas proximidades, a técnica de radioterapia denomina-se

braquiterapia (BT) (Bentel, 1996).

Até a década de 50, a teletarapia era realizada com equipamentos de raios-X que

operavam em uma tensão máxima de 300 kVp (ortovoltagem). Estes equipamentos,

gradualmente, começaram a ser substituídos pelas unidades de teleterapia que utilizavam o

isótopo 137 do césio, 137

Cs, ou o isótopo 60 do cobalto, 60

Co, capazes de gerar feixes com

energia maior que aquela dos raios-X de quilovoltagem (Bentel, 1996, Williams e Thwaites,

2000).

Adicionalmente, nos anos 1950, começaram a ser desenvolvidos aceleradores de

elétrons com capacidade de gerar fótons com energias superiores a 1 MeV. Dentre estes,

surgem os aceleradores lineares clínicos de elétrons (LINAC). Estes aparelhos sofreram

grande evolução e, atualmente, alguns são capazes de gerar feixe de fótons com energia

superior a 18 MeV (Bentel, 1996).

2

Quando um LINAC opera gerando feixes de fótons com energias iguais ou

superiores a 10 MeV, estes fótons interagem com o metal pesado constituinte do cabeçote do

acelerador, fazendo com que nêutrons sejam ejetados do material, os denominados

fotonêutrons. Estas partículas ejetadas são indesejadas durante o tratamento, pois levam o

paciente a receber uma dose de radiação desnecessária. Outro detalhe de grande importância é

que os fotonêutrons causam um problema de proteção radiológica para a equipe de operação

do acelerador, mesmo estando esta fora da sala de tratamento (Facure 2008, Resende 2011).

Estes fotonêutrons dificultam o estabelecimento de blindagens numa sala de

tratamento de radioterapia para uso de aceleradores lineares, principalmente no que tange à

porta da sala de tratamento ou quando há pouco espaço para blindagem e se faz necessário

usar barreiras metálicas (Resende, 2011). O concreto necessário para blindar os fótons é

suficiente para blindar os fotonêutrons.

Este trabalho de revisão bibliográfica tem por objetivo, apresentar o problema de

radioproteção em salas de teleterapia proveniente dos fotonêutrons e, ainda, descrever

possíveis soluções para contorná-lo.

3

FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA

1. O Acelerador Linear

O acelerador linear (LINAC) é um aparelho que produz raios-X de altas energias ou

elétrons que são acelerados por campos elétricos e magnéticos que se alternam entre si. Os

elétrons são acelerados em um dispositivo denominado tubo acelerador que consiste, como o

próprio nome sugere, de um tubo com placas metálicas, paralelas e com um orifício no centro,

através do qual os elétrons são acelerados. As placas são ligadas por geradores de tensão

variável de maneira que criam campo elétrico com sentido alternante, fazendo com que o

elétron seja acelerado. O LINAC usa ondas de radiofrequência de 3000 MHz, provenientes de

válvulas especiais denominadas Magnetron (para elétrons com energias até 10 MeV) ou

Klystron (para energias de elétrons superiores a 10 MeV), para ajudar na aceleração dos

elétrons de alta energia. Estes, ao final do tubo acelerador, colidem com um alvo metálico

(normalmente de tungstênio) onde os elétrons são desacelerados e sua energia perdida é

convertida em fótons (raios-X). Em alguns LINACs, antes de colidir com o alvo, devido ao

grande comprimento do tubo acelerador, os elétrons devem sofrer deflexão magnética

executando um giro de 2700 (Scaff, 1996, Khan, 2003, Podgorsak, 2005).

O acelerador Linear tem a capacidade de irradiar em várias direções, sempre com o

eixo de rotação do cabeçote do equipamento cruzando com o eixo do campo de irradiação em

um mesmo ponto, o isocentro do equipamento. Sendo assim, o LINAC é uma máquina

isocêntrica. O colimador e a mesa também possuem movimentos dinâmicos que respeitam a

coincidência de isocentro. Este se localiza, nos LINACs modernos, a 100 cm do foco do feixe

de radiação (Podgorsak, 2005). Na figura 1 é mostrada a imagem de um acelerador linear

moderno que produz feixes de fótons de 6 e 15 MeV. O equipamento é um CLINAC 2300

C/D fabricado pela Varian Medical Systems, EUA.

4

Figura 1 - Acelerador Linear Varian 2300 C/D (INCA – Instituto Nacional do Câncer)

2. Classificação dos nêutrons por faixa de energia

De acordo com o tipo de processo físico com que os nêutrons são ejetados dos

núcleos, eles podem possuir vários valores possíveis de energia, como é o caso dos nêutrons

produzidos por reações fotonucleares. Deste modo, a divisão de um espectro contínuo em

faixas de energia se faz extremamente útil, tendo em vista que as propriedades de atenuação

dos nêutrons variam significativamente dependendo do intervalo energético de interesse.

Portanto, a divisão do espectro em faixas de energia não é algo rígido, podendo variar de

acordo com a necessidade do estudo em questão. Neste caso, a classificação adotada será a

apresentada na tabela 1 (Resende, 2011, Zamboni, 2007):

5

Tabela 1 - Classificação dos nêutrons de acordo com sua energia cinética

Classes Faixa de Energia (eV)

Lentos 0 < E < 10-3

Frios E < 0,01

Térmicos 0,01 < E < 0,5

Epitérmicos 0,5 < E < 104

Ressonância 1 < E < 102

Rápidos 103 < E < 20x106

Ultra-rápidos E > 20x106

3. Produção de Fotonêutrons

Quando fótons de alta energia interagem com núcleos-alvo de elementos leves ou

pesados, pode ocorrer a produção de fotonêutrons. Essa produção é regida pelo fenômeno de

ressonância de dipolo gigante (Baldwin e Klaiber, 1947 e 1948), que ocorre quando a energia

dos fótons incidentes é próxima à energia de ligação dos núcleons (5-15 MeV). Na interação

fóton-núcleo ocorre a fotoabsorção, que leva a um deslocamento relativo dos prótons e

nêutrons mais intensamente ligados no interior do núcleo. Segundo o modelo da gota líquida

(Way, 1939), este deslocamento gera uma vibração do fluido de prótons contra o fluido de

nêutrons, levando o núcleo a um estado energético mais elevado. Neste estado, o núcleo é

altamente instável, o que leva a uma provável liberação de energia sob a forma de emissão de

nêutrons ou de prótons. No caso da emissão de nêutrons, estes recebem o nome de

fotonêutrons. Para núcleos pesados a emissão de prótons é muito improvável, pois há uma

intensa barreira coulombiana impedindo que tais prótons sejam ejetados. Em contrapartida, o

decaimento por ressonância de dipolo gigante em núcleos leves ocorre com igual

probabilidade, tanto para prótons (γ,p), quanto para nêutrons (γ,n), predominando a emissão

de um único nucleon.

O comportamento da seção de choque para a ressonância de dipolo gigante segue uma

distribuição de Lorentz (Speth e Woude, 1981):

(1)

6

Onde σp é o pico da seção de choque, E é a energia do fóton, Emax é a energia de ressonância e

ξm é largura a meia altura.

A forma típica para essa distribuição pode ser encontrada na figura 3, onde há um

rápido crescimento do valor da seção de choque até um valor máximo e um decréscimo

gradual para energias mais elevadas. Para núcleos médios e pesados (A>40), o valor máximo

da seção de choque está entre 13 e 18 MeV.

Figura 2 - Ilustração do formato de uma curva de seção de choque para a produção de

fotonêutrons (McGinley, 2002).

4. Interação de nêutrons com a matéria

O nêutron é uma partícula massiva, desprovida de carga elétrica e, assim, não

interage com campos eletromagnéticos. Sua interação depende da quantidade de energia que

possui e do material com o qual interage, diretamente com o núcleo dos átomos (figura 2). As

principais formas de interação são o espalhamento, elástico e inelástico, e a absorção, que se

manifesta pela captura radioativa ou pela fissão nuclear (Lamarsh, 1966).

7

Figura 3 - Ilustração das principais interações dos nêutrons com a matéria.

4.1 Espalhamento elástico

Existente quando há a efetiva colisão de um nêutron com um núcleo leve, havendo

conservação de momento e energia cinética, fazendo com que o núcleo apenas sofra um

recuo, não ficando excitado. Isto pode ocorrer com os nêutrons de qualquer faixa de energia,

porém é mais frequente para nêutrons rápidos e intermediários. Neste caso, a estrutura nuclear

não é alterada.

4.2 Espalhamento inelástico (n,n`), (n,n gama)

Decorrente da interação do nêutron com um núcleo pesado. O nêutron incidente

deve possuir energia superior a um limiar; outro nêutron é emitido pelo núcleo composto, que

atinge o seu estado fundamental emitindo, na maioria das vezes, raios gama. Para isto ocorrer

o nêutron incidente deve ter um limiar de energia de aproximadamente 4 MeV.

4.3 Captura radioativa

O núcleo quando atingido por um nêutron passa para um estado excitado

energeticamente, atingindo a estabilidade pela emissão de um ou mais fótons ou partículas.

Podem ocorrer reações do tipo (n,p); (n,2n); (n, γ) ou (n,α).

4.4 Fissão (n, f)

Acontece quando nêutrons interagem com o núcleo de um material pesado, físsil, e

induz a formação de um núcleo composto que divide-se em dois fragmentos de fissão,

emitindo um ou mais nêutrons.

8

5. Grandezas Radiométricas

As grandezas radiométricas são utilizadas para caracterizar qualquer campo de

radiação, independentemente do tipo da radiação emitida (Attix, 1986).

5.1 Fluência (ɸ)

A fluência pode ser definida como o quociente do número de partículas incidentes

dN sobre uma esfera de secção de área da. Unidade no SI: m-2

5.2 Fluência de energia (Ψ)

A fluência de energia pode ser definida como o quociente da energia radiante

incidente dR sobre uma esfera de secção de área da. Unidade no SI: J.m-2

5.3 Taxa de Fluência (φ)

É a variação da fluência em relação ao tempo, dada pelo quociente de dɸ por dt.

Unidade no SI: m-2

s-1

5.4 Taxa de fluência de energia (ω)

É a taxa de variação da fluência de energia em relação ao tempo, dada pelo

quociente de dΨ por dt. Unidade no SI: J.m-2

s-1

6. Grandezas Dosimétricas

As grandezas dosimétricas são utilizadas para caracterizar a interação entre os campos

de radiação e o meio material (ATTIX, 1986).

(2)

(3)

(4)

(5)

9

6.1 – Exposição (X)

A exposição é definida como sendo o quociente de dQ por dm, onde dQ é o valor

absoluto da carga total de íons de mesmo sinal produzidos no ar, quando todos os elétrons e

pósitrons liberados pelos fótons no ar, em uma massa dm, são completamente freados.

Unidade no SI dada em Ckg-1

.

6.2 – Kerma (K)

Kerma é uma abreviatura para Kinetic Energy Released per unit of Mass. É uma

grandeza que quantifica a energia média transferida do campo de radiação para os elétrons do

meio material onde ocorre a interação (εtr). Tal grandeza é definida como não estocástica e é

somente aplicada às radiações indiretamente ionizantes, como os fótons e nêutrons. A unidade

no SI é Jkg-1

, denominada gray (Gy).

6.3 – Dose Absorvida (D)

A dose absorvida é definida como a energia média depositada pela radiação ionizante

(dε) em um volume elementar de matéria de massa dm. A unidade no SI é o Gray (Gy).

7. Grandezas de proteção radiológica

As grandezas de proteção radiológica são utilizadas para estimar o risco de ocorrência

de efeitos estocásticos no homem após ser exposto a um campo de radiação ionizante

(Zamboni, 2007).

(6)

(7)

(8)

10

7.1 Dose equivalente (HT)

É o valor médio da dose absorvida DT,R num tecido ou órgão T, obtido sobre todo o

tecido ou órgão T, devido à radiação R, onde WR é o fator de peso dessa radiação. Unidade no

SI J.kg-1

, denominada de sievert (Sv).

HT= ∑ DT,R.WR (9)

R

7.2 Dose Efetiva (E)

É a soma ponderada das doses equivalentes em todos os tecidos ou órgãos do corpo

onde WT é o fator de peso para tecido T e HT é a dose equivalente a ele atribuída. Unidade no

SI: J.kg-1

que é denominada de sievert (Sv).

8. Grandezas operacionais

As grandezas operacionais são mensuráveis e todas definidas com base na grandeza

equivalente de dose (H), sendo esta definida pela dose pontual. O equivalente de dose pode

ser obtido pela equação abaixo, onde Q é o fator de qualidade da radiação e D é a dose

absorvida infinitesimal. A unidade no SI é o sievert (Sv).

8.1 Equivalente de dose ambiente (H*(d))

É o equivalente de dose produzido em um ponto situado a uma profundidade d no

interior da esfera de referência ICRU submetida a um campo de radiação expandido e

alinhado. Esta esfera possui 30 cm de diâmetro e é composta por material tecido equivalente.

A profundidade recomendada é de 10 mm para radiação fortemente penetrante e 0,07 mm

para radiação fracamente penetrante, sendo escrito como H*(d) Unidade no SI: J.Kg-1

que é

chamada de sievert (Sv).

(10)

(11)

11

8.2 Equivalente de dose direcional (H’ (d,Ω))

É o equivalente de dose produzido em um ponto localizado a uma profundidade d no

interior da esfera ICRU em uma direção específica (ω) quando em um campo de radiação

expandido. A profundidade recomendada é de 10 mm e 0,07 mm para radiações fortemente e

fracamente penetrantes, respectivamente. Unidade no SI: J.Kg-1

que é chamada de sievert

(Sv).

8.3 Equivalente de dose pessoal (Hp(d))

É o equivalente de dose em tecido mole, numa profundidade d, abaixo de um ponto

especificado sobre o corpo. Unidade no SI: J.Kg-1

que é chamada de sievert (Sv).

12

A DOSE NO PACIENTE DEVIDA AOS FOTONÊUTRONS

A radioterapia com feixe de fótons é atualmente uma das técnicas mais difundidas no

tratamento do câncer. O aumento da eficiência desta técnica relaciona-se, quase sempre, ao

aumento da energia do feixe, gerando assim, nêutrons rápidos no feixe radioterápico que

contribuem com uma dose indesejada para o paciente. Castro e colaboradores (Castro, 2005)

estudaram esse problema e calcularam, utilizando o código computacional de transporte de

radiação MCNP4B e um fantoma matemático antropomórfico, as doses equivalentes em

órgãos devidas aos fotonêutrons gerados em cabeçotes de aceleradores lineares de uso

médico, que operam nos potenciais 15, 18, 20 e 25 MV.

1. Espectros de Fotonêutrons Emergentes dos Cabeçotes dos Aceleradores Lineares

Os espectros dos fotonêutrons emergentes dos cabeçotes dos aceleradores lineares de

15, 18, 20 e 25 MV foram obtidos, por CASTRO (Castro, 2005). A figura 4 apresenta os

espectros emergentes dos cabeçotes dos aceleradores citados. Esses espectros também foram

obtidos por Facure (Facure et al, 2005).

Figura 4 - Espectros normalizados de nêutrons transmitidos por 10 cm de tungstênio para os

aceleradores utilizados no estudo de Castro (Castro, 2005).

dN

/dE

13

Os espectros transmitidos apresentados na figura 4 foram usados como dados de

entrada do código MCNP para cálculos de dose em órgãos do simulador matemático

antropomórfico adulto, nas geometrias de irradiação AP e PA, com base na publicação nº 74

da ICRP (ICRP, 1995). Onze órgãos foram selecionados, a saber: gônadas, medula óssea,

cólon, pulmão, estômago, bexiga, fígado, esôfago, tireóide, pele e superfície óssea.

2. Dose absorvida nos órgãos

Para estimar as doses absorvidas associadas ao fluxo de nêutrons calculados em cada

órgão foram utilizados os coeficientes de conversão recomendados pela ICRP 74 (ICRP,

1995) e a produção de nêutrons no cabeçote (Q), dada em intensidade de nêutrons por unidade

de dose de raios x no isocentro (n/Gy), conforme é mostrado na Tabela 2.

Tabela 2 – Dose absorvida na medula óssea por fluência de nêutrons, Dt/ϕ, em pGy.cm2 para

nêutrons monoenergéticos incidentes nas geometrias AP e PA no modelo antropomórfico

adulto.

Energia

(MeV)

AP PA Energia

(MeV)

AP PA

1,0x10-9

0,61 1,14 1,5x10-1

2,71 4,65

1,0x10-8

0,76 1,41 2,0x10-1

2,92 5,26

2,5x10-8

0,91 1,61 3,0x10-1

3,28 6,41

1,0x10-7

1,21 2,07 5,0x10-1

4,08 8,56

2,0x10-7

1,38 2,31 7,0x10-1

5,09 10,6

5,0x10-7

1,59 2,62 9,0x10-1

6,21 12,6

1,0x10-6

1,72 2,82 1,0x100 6,79 13,5

2,0x10-6

1,83 2,99 1,2x100 7,99 15,5

5,0x10-6

1,93 3,12 2,0x100 12,8 22,5

1,0x10-5

1,97 3,10 3,0x100 18,3 29,7

2,0x10-5

1,98 3,16 4,0x100 23,2 65,2

5,0x10-5

1,96 3,11 5,0x100 27,4 39,3

1,0x10-4

1,93 3,04 6,0x100 31,1 42,6

14

2,0x10-4

1,89 2,97 7,0x100 34,5 45,5

5,0x10-4

1,83 2,89 8,0x100 37,5 48,1

1,0x10-3

1,78 2,84 9,0x100 40,2 50,5

2,0x10-3

1,75 2,81 1,0x101 42,6 52,7

5,0x10-3

1,76 2,81 1,2x101 46,6 56,6

1,0x10-2

1,81 2,87 1,4x101 49,9 59,6

2,0x10-2

1,91 3,01 1,5x101 51,2 60,9

3,0x10-2

2,00 3,13 1,6x101 52,4 62,0

5,0x10-2

2,15 3,37 1,8x101 54,5 63,7

7,0x10-2

2,29 3,63 2,0x101 56,2 65,1

1,0x10-1

2,46 4,03 3,0x101 62,0 68,9

Tabela 3 - Valores das intensidades dos nêutrons produzidos no cabeçote por Gy de fótons no

isocentro (McGuinley, 2002)

Fabricante Modelo Potencial (MV) Nêutrons/Gy

GE Saturne 43 25 2,4x1012

Siemens KD 20 0,92x1012

VARIAN 1800 18 1,22x1012

VARIAN 1800 15 0,76x1012

15

A geometria da irradiação adotada é representada na figura 5:

Figura 5 - Geometrias de irradiação do simulador masculino adulto nas incidências postero-

anterior (PA) e antero-posterior (AP), adotadas para o cálculo das doses equivalentes nos

órgãos.

O número de histórias simuladas foi grande o suficiente (da ordem de 108) para manter

os valores das incertezas estatísticas associadas aos cálculos sempre inferiores a 2%. Nas

tabelas 3 e 4, são apresentados os valores de doses absorvidas de nêutrons, nos principais

órgãos estabelecidos pela publicação nº 74 da ICRP (ICRP, 1995), nas geometrias AP e PA,

para os quatro aceleradores clínicos investigados.

16

Tabela 4 - Dose absorvida devida aos fotonêutrons (mGy de nêutrons por Gy de fótons no

isocentro) em diferentes órgãos na posição AP.

Órgãos Dose Absorvida (mGy)

15 MV 18 MV 20 MV 25 MV

Gônadas 0,30 0,49 0,37 0,98

Medula Óssea 0,02 0,03 0,02 0,02

Cólon 0,05 0,08 0,06 0,16

Pulmão 0,02 0,04 0,03 0,08

Estômago 0,08 0,14 0,10 0,28

Bexiga 0,07 0,11 0,09 0,24

Fígado 0,04 0,07 0,06 0,16

Esôfago 0,01 0,01 0,01 0,03

Tireoide 0,03 0,05 0,04 0,12

Pele 0,05 0,07 0,06 0,15

Superfície óssea 0,02 0,03 0,02 0,07

17

Tabela 5 - Dose absorvida devida aos fotonêutrons (mGy de nêutrons por Gy de fótons no

isocentro) em diferentes órgãos na posição PA.

Órgãos

Dose Absorvida (mGy)

15 MV 18 MV 20 MV 25 MV

Gônadas 0,05 0,09 0,07 0,19

Medula Óssea 0,03 0,05 0,04 0,04

Cólon 0,04 0,06 0,05 0,13

Pulmão 0,03 0,04 0,03 0,09

Estômago 0,03 0,05 0,04 0,11

Bexiga 0,03 0,04 0,03 0,09

Fígado 0,03 0,05 0,04 0,11

Esôfago 0,01 0,02 0,01 0,04

Tireoide 0,01 0,01 0,01 0,03

Pele 0,05 0,07 0,06 0,15

Superfície óssea 0,02 0,04 0,03 0,08

Fazendo-se a análise das respectivas tabelas observa-se que a dose absorvida nos

órgãos: gônadas, cólon, estômago, bexiga, fígado e tireóide para as geometrias de irradiação

AP foram superiores àquelas para a posição PA e isso se deve à localização que cada órgão

ocupa no corpo, ou seja, quanto mais próximo da superfície, maior a dose (ICRP, 1995). A

dose absorvida depende também do aumento do potencial de aceleração dos elétrons no

acelerador linear e dos valores dos nêutrons produzidos no cabeçote. Para os órgãos esôfago,

superfície óssea e pele, os valores próximos de dose absorvida (diferença de 0,01 mGy.n Gy-1

fóton) para as duas geometrias, são observados. A maior dose absorvida foi aproximadamente

de 1 mGy, por Gy para o feixe terapêutico de 25 MV , para as gônadas, na posição AP.

18

3. Dose Equivalente em órgãos

A dose equivalente em órgãos foi obtida a partir da dose absorvida, DT, calculada pelo

código MCNP e ponderada pelo fator peso da radiação, WR. Os fatores de peso da radiação,

em função da energia de nêutrons W(En) utilizados no trabalho de Castro (Castro, 2005),

foram obtidos pela equação 12 (ICRP, 1991).

𝒘𝑹 = 𝟓 + 𝟏𝟕𝒆𝒙𝒑 [−(𝒍𝒏(𝟐𝑬𝒏))

𝟐

𝟔] (𝟏𝟐)

Nas Figuras 6 a 15, são apresentados os valores de dose equivalente em cada órgão

considerado no estudo de Castro (Castro, 2005), devido aos fotonêutrons gerados nos

aceleradores de 15, 18, 20 e 25 MV, para as geometrias de irradiação AP e PA.

Aceleradores Lineares

Figura 6 - Dose equivalente nas gônadas devido aos fotonêutrons proveniente dos quatro

modelos de aceleradores lineares considerados no estudo de Castro (Castro, 2005) nas

posições AP e PA.

Do

se

Equ

ival

ente

mSv

.n G

y-1

19


Figura 7- Dose equivalente na medula óssea devido aos fotonêutrons proveniente dos quatro


posições AP e PA.


Figura 8 - Dose equivalente no cólon devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

20


Figura 9 - Dose equivalente no pulmão devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.


Figura 10 - Dose equivalente na bexiga devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

Do

se

Eq

uiv

alen

te

(mSv

.n G

y-1)

21


Figura 11 - Dose equivalente no fígado devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.


Figura 12 - Dose equivalente no esôfago devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y -1

)

22


Figura 13 - Dose equivalente na tireóide devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.


Figura 14 - Dose equivalente na pele devido aos fotonêutrons provenientes dos quatro


posições AP e PA.

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

23


Figura 15 - Dose equivalente na superfície óssea devido aos fotonêutrons provenientes dos

quatro modelos de aceleradores lineares considerados no estudo de Castro (Castro, 2005), nas

posições AP e PA.

Observa-se que os valores de dose equivalente na medula óssea, pulmão, esôfago e

superfície óssea para a geometria PA são sempre maiores, quando comparados com valores

obtidos para a posição AP, para todos os modelos de aceleradores lineares investigados. Para

a pele, valores iguais de dose são observados.

Os valores obtidos para a dose equivalente nos órgãos selecionados apresentaram entre

0,11 mSv.n Gy-1

(valor mínimo para esôfago) e 7,03 mSv. nGy-1

(valor mínimo para gônadas)

para a projeção AP, e nos intervalos 0,12 mSv. nGy-1

(valor mínimo para a tireóide) e 1,36

msv.n Gy-1

(valor máximo para a pele) para a projeção PA, para o acelerador que emprega

feixes terapêuticos de 18 MV. Para os outros modelos de aceleradores clínicos valores

mínimos e máximos de dose equivalente em órgãos encontram-se na tabela 5.

4. Estimativa de Dose em órgãos para um Tratamento Radioterápico

Na radioterapia, a dose total preconizada para um tratamento completo pode atingir 60

Gy (dose local), administrada em até 30 frações diárias de 2 Gy. Como consequência, doses

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

24

equivalentes nos órgãos devido aos fotonêutrons gerados no cabeçote do acelerador de

18 MV, apresentam variações nos intervalos 6,6 mSv a 422 mSv, para a projeção AP. Nas

figuras 16 a 19 são apresentados para os quatro aceleradores clínicos, os valores de doses

equivalentes nos órgãos e projeções (AP e PA) avaliadas no trabalho de Castro (Castro,

2005).

Na tabela 6, são apresentados, para efeitos de comparação, os valores de dose devidos

a fotonêutrons em órgãos calculados com o MCNP para frações diárias de dose de fótons de

2 Gy para projeção AP e os obtidos experimentalmente por Vanhavere e colaboradores

(Vanhavere et al, 2004), para o acelerador Varian Modelo 1800 que opera no potencial de

18 MV. As medidas foram realizadas utilizando detectores de bolhas e dosímetros

termoluminescentes posicionados no interior do simulador físico-antropomórfico Alderson

Rando e do fantoma sólido de polimetilmetacrilato (PMMA), comercializado como

plexiglass. Pode ser observado que os valores de doses equivalentes obtidos no trabalho de

Castro (Castro, 2005), estão coerentes com aqueles determinados experimentalmente por

Vanhavere e colaboradores (Vanhavere et al, 2004). Estes resultados mostram, de modo

global, que a metodologia adotada para o cálculo de dose usando o código MCNP foi

adequada.


utilizando um acelerador de 15 MV, para as projeções AP e PA.

Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

25





Do

se

Equ

ival

ente

(mSv

.n G

y-1)

26



Tabela 6 - Valores de doses equivalentes de nêutrons em órgãos (mSv) para frações diárias de

doses de 2 Gy de fótons calculados no estudo de Castro (Castro, 2005) e os existentes na

literatura, para o acelerador linear de 18 MV.

Órgãos Fantoma

Alderson Rando

IMRT (a)

(Vanhavere et

AL, 2004)

Fantoma

Plexiglass

IMRT (a)

(Vanhavere et

AL, 2004)

Fantoma

Plexiglass 10 x

10 cm2 (b)

(Vanhavere et

AL, 2004)

Estudo de

Castro (2005)

Gônadas 10 14 5,8 14

M. Óssea 1,4 - - 0,56

Cólon 10 10 4,3 1,26

Pulmão 1,6 0,5 0,4 0,82

Estômago 7,0 1,8 1,2 2,58

Bexiga 10 18 7,6 1,88

Fígado 4,0 1,1 0,8 1,44

Esôfago 1,0 0,4 0,2 0,22

Tireóide 4,2 1,2 0,8 1,48

Pele 5,5 3,3 2,2 2,74

S. Óssea - - - 0,64

27

5. Dose Efetiva

A partir dos valores de dose equivalente em órgãos devido aos nêutrons, obteve-se a

dose efetiva pelo somatório do produto da dose equivalente em cada órgão pelo seu

correspondente fator de peso do tecido ou órgão. A tabela 7 apresenta os valores de dose

efetiva para os quatro modelos de aceleradores considerados nas respectivas posições AP e

PA.

Tabela 7 - Dose efetiva (mSv. n por Gy de fótons) associados aos fotonêutrons gerados por

aceleradores lineares clínicos.

Aceleradores AP PA

15 MV 1,15 0,31

18MV 1,86 0,51

20MV 1,41 0,39

25 MV 3,75 1,06

Pode-se observar que os valores de dose efetiva obtidos na geometria AP são sempre

superiores, em média, 3,6 vezes, que os valores calculados para a geometria PA. Esses valores

de dose efetiva possibilitam avaliar com base nos modelos e fatores de risco do BEIR V

(Committee on Biological Effects of Ionizing Radiations, 1990), o risco de surgimento de

cânceres secundários associados aos fotonêutrons, após um tratamento radioterápico com

fótons.

Na tabela 8 são mostrados, para fins de comparação, valores de dose efetiva obtidos no

estudo de Castro (Castro, 2005) e aqueles determinados recentemente por Vanhavere e

colaboradores (Vanhavere et al, 2004), para um tratamento radioterápico de 2 Gy (por

sessão), usando um acelerador Varian de 18 MV.

28

Tabela 8 - Dose efetiva, E, associada aos nêutrons provenientes do acelerador de 18 MV, para

um tratamento de 2 Gy, estimada pelo trabalho de Castro (2005) e Vanhavere e colaboradores

(Vanhavere et al, 2004).

Fantomas/Técnicas E (mSv)

(todos os órgãos)

E (mSv)

(exceto bexiga e cólon)

Anderson Rando IMRT

5,5 3,9

Plexiglass IMRT 5,3 3,2

Plexiglass 10 x 10 cm2 2,4 1,5

Presente Trabalho 2,7 3,4

Analisando a tabela 8, pode-se observar que os valores de dose efetiva, considerando

todos os órgãos ou excluindo a bexiga e o cólon, estimada no estudo de Castro (Castro, 2005),

estão na mesma ordem de grandeza apresentando bom acordo, com os valores determinados

por Vanhavere e colaboradores (Vanhavere et al, 2004).

BLINDAGEM PARA FOTONÊUTRONS

Os aceleradores de elétrons para uso clínico que produzem feixes de fótons com

energia igual ou superior a 10 MeV geram, como radiação contaminante nêutrons. Assim, é

necessário levar em consideração nos cálculos das blindagens radiológicas a presença destes

nêutrons.

1. Materiais utilizados para blindagem de nêutrons

Os nêutrons rápidos produzidos nos aceleradores clínicos operando com energia

superior a 10 MeV são atenuados eficientemente por materiais altamente hidrogenados. O

concreto, normalmente usado para a blindagem de fótons, contém uma percentagem

relativamente alta de hidrogênio. Os fotonêutrons gerados nos aceleradores de elétrons

clínicos apresentam TVL de 21 cm em concreto e os feixes terapêuticos primários de raios X

apresentam um TVL de aproximadamente 44 cm em concreto. Esta diferença nos valores de

29

TVL para nêutrons e para fótons no concreto indicam que a espessura de concreto necessária

para atenuar os fótons é mais do que suficiente para atenuar os nêutrons. Os nêutrons rápidos

são moderados ou tem sua energia reduzida por meio de espalhamento elástico com

hidrogênio e, após um certo número de colisões, tornam-se nêutrons lentos. Nêutrons de baixa

energia apresentam reação de captura com muitos materiais, de forma que raios gamas são

emitidos. No concreto o espectro de radiação gama de captura estende-se acima de 8 MeV,

apresentando uma energia média de 3,6 MeV. A captura de nêutrons lentos pelo hidrogênio

no concreto resulta num fotopico pronunciado em 2,21 MeV. Sendo a espessura das paredes

da sala do acelerador suficiente para blindar os fotonêutrons, o problema de proteção

radiológica nesse caso localiza-se na porta da sala do equipamento (McGinley, 2002)

Alguns materiais tais como Boro e Cádmio, possuem seções de choque elevadas para

captura de nêutrons lentos e alguns milímetros desses materiais é capaz de absorver quase

todos os nêutrons. O Boro pode ser incorporado ao Polietileno, material que tem um alto teor

de hidrogênio, para formar uma blindagem eficiente para nêutrons. A captura de nêutrons

lentos no Boro resulta na produção de radiação gama com energia relativamente baixa (0,478

MeV). Assim, o Polietileno contendo Boro na razão de 5% em massa é normalmente usado

para blindagem de fotonêutrons na região da porta da sala do acelerador. Naturalmente é

necessário, ainda, uma blindagem metálica leve para atenuar os fótons gerados pela captura

dos nêutrons lentos (McGinley, 2002).

2. Blindagem das portas de salas de tratamento contendo aceleradores lineares de

elétrons que produzem feixes de fótons com energia máxima igual ou superior a 10 MeV

Visto que a espessura das blindagens radiológicas de concreto para os raios x com

energia máxima igual ou superior a 10 MeV são suficientes para blindar os fotonêtrons

gerados nos componentes metálicos dos equipamentos de tratamento, a preocupação quanto

ao estabelecimento de níveis de radiação adequados nas áreas circundantes à sala do

acelerador volta-se para a porta desta sala.

As portas das salas com labirinto dos aceleradores lineares clínicos que operam com

feixes de fótons com energia máxima igual ou superior a 10 MeV devem ser capazes de

blindar os nêutrons e os fótons. Uma porta típica desse tipo (McGuinley, 2002) é constituída

de um invólucro de aço com espessura de 0,635 cm, contendo uma camada de polietileno

borado, 5% de boro em peso, com espessura de 10,2 cm e uma lâmina de chumbo com

espessura de 1,27 cm. A camada de polietileno é utilizada para moderar os nêutrons rápidos e

30

de energia intermediária, que reagem com o boro gerando fótons de 0,437 MeV. A folha de

chumbo é localizada após a camada de polietileno de modo a atenuar os fótons produzidos no

boro ou quaisquer raios gama gerados por captura de nêutrons nas paredes de concreto, no

chão ou no teto do labirinto.

A PRODUÇÃO DE FOTONÊUTRONS EM BARREIRAS

LAMINADAS

Quando existem limitações de espaço para a construção das barreiras primárias em

concreto, as barreiras laminadas confeccionadas em metal podem ser uma opção para fornecer

blindagem suficiente para uma sala de tratamento de radioterapia. No entanto, se um feixe de

fótons clínico com distribuição espectral em energia com valor final de 10 MeV ou superior

interage com o metal dentro das barreiras, nêutrons são ejetados e pode resultar em um

problema de exposição radiológica no interior e no exterior da sala do irradiador. A fórmula

empírica desenvolvida por McGinley (McGinley, 1992a 1992b) para estimar equivalente de

dose devida a nêutrons além das barreiras laminadas, fórmula (13), não leva em conta a

produção de nêutrons para espectros abaixo de 15 MV (Facure et al, .2008).

𝐻𝑛 =𝐷0𝑅𝐹𝑚𝑎𝑥

(𝑡𝑚

2+𝑡2+0,3)

[10−(

𝑡1𝑇𝑉𝐿𝑥

)] [10

−(𝑡2

𝑇𝑉𝐿𝑛)] (13),

onde ‘Hn’ é o equivalente de dose de nêutron por semana (μSv.semana-1

), ‘D0’ é a dose

absorvida de raios-X por semana no isocentro (cGy.semana-1

), ‘R’ é o coeficiente de produção

de nêutrons (μSv.cGy-1

.m-2

), ‘Fmax’ é a área máxima do tamanho de campo no isocentro (m2),

‘tm’ é a espessura da lâmina metálica, ‘t1’ é a espessura da primeira camada de concreto, ‘t2’ é

a espessura da segunda camada de concreto, ‘0,3’ é a distância em metros da superfície

externa da barreira ao ponto de ocupação, ‘TVLx’ é a camada deci-redutora em concreto para

o feixe primário de raios-X e ‘TVLn’ é camada deci-redutora em concreto para o espectro de

nêutrons ejetado da lâmina metálica. Os únicos valores para o coeficiente R disponíveis na

literatura foram medidos por McGinley (MCGINLEY, 1992b), com condições experimentais

não detalhadas, em chumbo e ferro, e para feixes de 15 e 18 MV. Os valores obtidos pelas

medições em aceleradores de 18 MV foram de 19 e 1,7 μSv.cGy-1

.m-2

em chumbo e ferro,

respectivamente; já o valor de R diminui para 3,5 μSv.cGy-1

.m-2

em chumbo para

aceleradores de 15 MV. Adicionalmente, o valor da TVLn dado como 25 cm (NCRP, 2005) é

31

descrito com uma estimativa conservadora, não sendo informado para qual energia e elemento

metálico foi obtido. Nesta equação, o fator R não depende da espessura das barreiras

laminadas que estão sendo empregadas e varia linearmente com a área do campo de

irradiação, sendo somente considerado para energias de 15 e 18 MeV. Portanto, esta equação

só serviria para condições muito específicas, e para aceleradores de 15 e 18 MV. Além disso,

não há nenhum parâmetro, na equação em questão, que leve em conta a distância do isocentro

à face interna da barreira. Logo, a equação poderia produzir respostas inconsistentes e vir a

não ser um bom modelo para descrever o caso real. Rezende (Rezende, 2011) utilizou o

código de Monte Carlo MCNPX para verificar a validade da equação (13) para casos de

barreiras primárias contendo lâminas de ferro ou chumbo em salas que abrigam aceleradores

lineares de 10, 15 e 18 MV. Além disso, tal código foi utilizado para avaliar o coeficiente de

produção de nêutrons e o valor da camada deci-redutora para nêutrons em concreto, ambos

parâmetros que influenciam diretamente a equação estudada. Os resultados do estudo

demonstraram que mais de 90% dos valores que foram comparados entre a fórmula e as

simulações apresentaram discrepâncias acima de 100%, o que levou a concluir que a fórmula

disponível na literatura produz valores que não condizem com a realidade. Além disso, foram

observadas inconsistências nos parâmetros que compõem a fórmula, levando à necessidade de

uma revisão, de modo a ser construído um novo modelo que venha melhor representar o caso

real.

Facure e colaboradores (Facure et al, 2008) utilizaram o código Monte Carlo MCNP

para simular a produção e transporte de fotonêutrons através das barreiras primárias contendo

chumbo ou aço de salas de tratamento com aceleradores de 10 MV, a fim de obter os valores

de equivalente dose ambiente produzidos por estas partículas fora da sala e no plano do

paciente. Eles verificaram que as doses de nêutrons produzidas são insignificantes quando o

aço está presente nas barreiras primárias para aceleradores médicos de 10 MV. Por outro lado,

os resultados mostraram que, em todos os casos em que o chumbo foi utilizado, o equivalente

dose ambiente devido a nêutrons fora da sala excedia o limite para áreas não controladas de

20 µSv / semana, mesmo quando as folhas de chumbo estão posicionados na face interna da

parede da sala de tratamento. Além disso, quando há barreiras laminadas, os fotonêutrons

produzidos nesses metais são somados às partículas geradas na blindagem do cabeçote do

acelerador e podem representar um componente significativo da dose adicional para os

pacientes. Facure e colaboradores (Facure et al, 2008) mostraram que quando as folhas de

chumbo são posicionadas dentro da sala, os valores de equivalente de dose ambiente devidos

32

a nêutrons podem alcançar 75 µSv por Gray de dose absorvida devida a fótons no isocentro.

No entanto, para todos os casos simulados, uma tendência para a redução das doses de

nêutrons com o aumento da espessura da camada de chumbo pode ser observado. Esta

tendência pode implicar em maiores valores do equivalente de dose ambiente devido a

nêutrons fora da sala quando folhas mais finas de chumbo são empregadas. Portanto, quando

da realização do projeto de barreiras radiológicas laminadas para salas de aceleradores

clínicos com energia igual ou superior a 10 MeV, não apenas a espessura de blindagem

necessária para atenuação de fótons deve ser considerada, mas também a dose devida a

fotonêutrons produzidos no metal, o que pode implicar num aumento da espessura de chumbo

ou mesmo o uso de blindagem específica para nêutrons.

CONCLUSÃO

Com relação aos fotonêutrons produzidos nas salas de aceleradores lineares clínicos

que trabalham com feixes de fótons com energia máxima de 10 MeV ou superiores, deve se

ter atenção às doses recebidas pelos pacientes, já que essa radiação contribui para uma parcela

indesejável dessa dose.

No que diz respeito às blindagens que utilizam o concreto como componente, elas são

também eficientes para atenuar fotonêutrons. Contudo, uma atenção especial deve ser dada à

porta da sala de tratamento, que deve conter polietileno borado de modo a atenuar os

nêutrons. Naturalmente, esse processo vai gerar radiação gama, que deve ser blindada com o

uso de uma lâmina adicional de chumbo.

Adicionalmente, se barreiras metálicas laminadas são utilizadas, estas podem

contribuir ainda mais para a dose indesejável no paciente, já que nelas também podem ser

gerados fotonêutrons. Ainda com relação às barreiras laminadas, é necessário um cuidado

especial com a blindagem dos fotonêutrons gerados nelas próprias, que podem levar a valores

de equivalente de dose ambiente elevados, acima dos limites impostos às áreas controladas e

não controladas ao redor da sala de tratamento. Definitivamente, as barreiras metálicas

devem, ao máximo, ser evitadas nas salas para abrigar aceleradores lineares clínicos geradores

de feixes de raios x de 10 MV ou mais MV.

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